Luciano Fernandes Crozara
ANÁLISE COMPARATIVA DE VARIÁVEIS BIOMECÂNICAS ENTRE MULHERES IDOSAS CAIDORAS E NÃO CAIDORAS
Dissertação apresentada ao Instituto de
Biociências do Câmpus de Rio Claro,
Universidade Estadual Paulista, como parte
dos requisitos para obtenção do Título de
Mestre em Desenvolvimento Humano e
Tecnologias - Área Tecnologias nas
Dinâmicas Corporais.
Orientador: Prof. Dr. Mauro Gonçalves
Rio Claro
RESUMO
Alterações de força e potência muscular, nível elevado de cocontração, desequilíbrio
de força entre músculos antagonistas, respostas motoras inadequadas, especialmente
nos membros inferiores, estão associadas ao envelhecimento. Tais fatores podem
estar relacionados às perdas de capacidades funcionais e ao aumento do risco de
quedas na população idosa. Diante deste fato extremamente comprometedor para a
qualidade de vida desta população, os objetivos do presente estudo foram: (1)
comparar a capacidade de produzir torque e potência nas articulações do joelho e
tornozelo entre mulheres jovens, idosas caidoras e não caidoras; (2) comparar o torque
máximo, a taxa de desenvolvimento de força (TDF), a taxa de aumento do sinal
eletromiográfico (TAEMG) e o tempo de reação sensório-motora entre mulheres jovens,
idosas caidoras e não caidoras; (3) comparar o nível de cocontração, a razão
eletromiográfica e a razão de força entre músculos agonistas e antagonista das
articulações de joelho e tornozelo entre mulheres jovens, idosas caidoras e não
caidoras. Para cada objetivo proposto é apresentado um artigo, nos quais foram
avaliados 63 indivíduos que se voluntariaram para o estudo, sendo: 18 mulheres
jovens, 22 mulheres idosas com histórico de quedas nos últimos doze meses
pregressos ao estudo e 23 mulheres idosas sem histórico de quedas nos últimos doze
meses pregressos ao estudo. Entre as participantes idosas foram realizados os testes
funcionais escala de equilíbrio de Berg (EEB) e teste de sentar e levantar (TSL). Para a
aquisição das variáveis foi utilizado um dinamômetro isocinético, no modo de execução
concêntrico/concêntrico e isométrico para a avaliação das articulações do joelho e
tornozelo em sincronia com um sistema de aquisição de sinais eletromiográficos (EMG)
por telemetria dos músculos reto femoral, vasto lateral, bíceps femoral, tibial anterior e
gastrocnêmio lateral. Com a aquisição destas variáveis foram obtidas medidas de
torque, razão de pico de torque, potência, TDF, TAEMG, ativação muscular agonista,
cocontração muscular antagonista, razão eletromiográfica, tempo de reação total e
tempo de reação fracionado (tempo pré motor e tempo motor). Idosas caidoras
apresentaram menor capacidade de produzir potência na articulação do joelho durante
a extensão a 90 e flexão 120°/s, menores valores de pico de torque isométrico na
articulação do joelho e reduzida TAEMG no músculo GL durante as contrações
isométricas em relação as idosas não caidoras. Além disso, somente as idosas
menor potência de flexão dorsal do tornozelo a 90°/s em relação a jovens. Com relação
aos testes funcionais idosas caidoras apresentaram menores e maiores pontuações na
EEB e no TSL do que idosas não caidoras, respectivamente. Idosas,
independentemente do histórico de quedas, apresentaram maior tempo motor para os
músculos RF, VL, BF, GL e TA, maior tempo para atingir o torque isométrico máximo
(flexão dorsal do tornozelo), maior razão de pico de torque de flexão dorsal/plantar do
tornozelo a 90 e 120°/s, declínio do torque máximo e reduzida TDF nas articulações do
joelho e tornozelo em relação as jovens. Portanto, concluiu-se que idosas caidoras
apresentam desempenho funcional reduzido, menor capacidade de produzir potência
nos movimentos de extensão e flexão do joelho e flexão dorsal do tornozelo, menor
produção de força máxima nos extensores e flexores do joelho e nos flexores plantares
do tornozelo em relação a idosas sem histórico de quedas nos últimos doze meses
pregressos ao estudo.
Palavras-chave: Eletromiografia de superfície. Dinamometria isocinética. Quedas.
ABSTRACT
Changes in muscle strength and power, high level of co-contraction, strength imbalance
between antagonist muscles, inadequate motor responses, especially in the lower
limbs, are associated with aging. Such factors may be related to loss of functional
capacity and increased risk of falls in the elderly. Given this fact extremely
compromising for the quality of life in this population, the objectives of this study were:
(1) to compare the ability to produce power and joint torque in the knee and ankle
among young females, older female fallers and nonfallers, (2) to compare the maximum
torque, the rate of force development (RFD), the rate of rise in EMG (RREMG) and
sensory motor reaction time among young females, older females fallers and nonfallers
(3) to compare the level of co-contraction, EMG and joint torque ratio between agonists
and antagonist muscles of knee and ankle joints among young females, older females
fallers and nonfallers. For each objective proposed is presented a paper, which were
evaluated 63 subjects who volunteered for the study, being: 18 young females, 22 older
females with a history of falls in the last twelve months previous to the study and 23
older females with no history of falls in the last twelve months previous to the study.
Among the older participants were conducted the tests Berg Balance Scale (BBS) and
sitting and standing test (SST). For the acquisition of the data was used an isokinetic
dynamometer, in concentric/concentric and isometric mode for the evaluation of knee
and ankle joints in sync with an acquisition system of electromyographic signals by
telemetry of the rectus femoris (RF), vastus lateralis (VL), biceps femoris (BF), tibialis
anterior (TA) and gastrocnemius lateralis (GL). With the acquisition of these data were
obtained measurements of joint torque, ratio of peak torque, power, RFD, RREMG,
agonist muscle activation, antagonist muscle co-contraction, EMG ratio, total reaction
time and fractionated reaction time (pre-motor time and motor time). Older fallers
showed less ability to produce power in the knee joint during extension and flexion at 90
and 120°/s, lower values of peak torque in the knee joint and reduced RREMG of the
GL muscle during isometric contractions than older nonfallers. Furthermore, only the
older fallers showed a higher level of EMG activation of the RF and BF muscles and
lower power of ankle dorsiflexion at 90°/s than young females. With respect to
functional tests older fallers had lower and higher scores on BBS and SST tests than
older nonfallers, respectively. Older females, irrespective of history of falls, had longer
isometric torque (ankle dorsiflexion), higher ratio of peak torque of ankle
dorsiflexion/plantiflexion at 90 and 120°/s, lower peak torque and reduced rate of torque
development in the knee and ankle joints than to young females. Therefore, it was
concluded that older females fallers have reduced functional performance compared to
older females who do not fall and the lower ability to produce power in the movements
of extension and knee flexion and ankle dorsiflexion, the lower peak torque production
in the knee extensors and flexors and especially in the ankle plantar flexors are
instances that should be further investigated as potential contributors to falls in elderly.
AGRADECIMENTOS
Primeiramente, a Deus por ter me dado a oportunidade e a capacidade para
desempenhar minhas funções pessoais e profissionais da melhor maneira possível. A
Ti toda honra e glória.
Aos meus pais e minha irmã por toda a confiança, carinho, amor incondicional,
paciência, investimento pessoal e por ser minha estrutura, amo vocês, esta vitória é
nossa!
A minha namorada e meu tesouro Gabriella, por todo seu companheirismo, dedicação,
apoio, por todo o crescimento pessoal e profissional, pelos vários momentos felizes e,
principalmente, por todo seu amor e carinho, Te Amo!!! Sou um homem realizado ao
seu lado.
Ao meu orientador Mauro Gonçalves, pelo aprendizado constante, pelo exemplo de
dedicação, competência e ética profissional. Obrigado pela oportunidade e pelo
privilégio de ter feito parte de seu grupo de pesquisa.
Aos meus grandes amigos de Uberlândia e Rio Claro, a quem devo boa parte da
história da minha vida tanto pessoal como acadêmica, é um privilégio ter vocês como
amigos!
Aos amigos e colegas do Laboratório de Biomecânica, pelo enorme apoio, pela
contribuição profissional e pessoal, amizade, confraternizações. Ninguém faz pesquisa
sozinho e devo a realização desta pesquisa em grande parte para esse grupo forte,
unido, ético e extremamente competente.
E a todas as pessoas que tiveram alguma contribuição direta ou indiretamente na
minha vida tanto acadêmica quanto pessoal para que hoje fosse possível eu realizar
mais um dos meus objetivos, e sei que tem muitos mais pela frente!
À CAPES, CNPq, FAPESP e FUNDUNESP pelo apoio financeiro ao projeto e ao
SUMÁRIO
Página
1 INTRODUÇÃO... 9
2 OBJETIVOS... 11
2.1 Objetivos gerais... 11
2.2 Objetivos específicos... 11
3 ARTIGOS... 12
3.1 Artigo 1... 13
3.2 Artigo 2... 32
3.3 Artigo 3... 56
4 CONCLUSÃO... 72
5 REFERÊNCIAS... 73
6 ANEXOS... 76
6.1 Anexo 1: Escala de equilíbrio de Berg... 76
6.2 Anexo 2: Mini-Exame de estado mental... 82
6.3 Anexo 3: Questionário internacional de nível de atividade física... 84
6.4 Anexo 4: Questionário específico sobre quedas... 87
6.5 Anexo 5: Termo de consentimento livre e esclarecido... 88
1 INTRODUÇÃO
De 1950 a 1998, a população mundial de idosos passou de aproximadamente
204 milhões para 579 milhões e a projeção para 2050 é de cerca de 1,9 bilhão. Este
fenômeno deve-se, entre outros fatores, ao aumento da expectativa de vida, devido
à melhoria nas condições de saúde e aos avanços da área médica (IBGE, 2000;
HIRANO; FRAGA; MANTOVANI, 2007). Segundo a Organização Mundial de Saúde,
nos países desenvolvidos, são considerados idosos os indivíduos com mais de 65
anos de idade, e nos países em desenvolvimento os com mais de 60 anos de idade.
O envelhecimento biológico natural do ser humano (senescência) vem
acompanhado de uma série de alterações fisiológicas, tais como: comprometimento
da visão, diminuição da audição, do equilíbrio, redução da velocidade dos impulsos
nervosos, diminuição dos mecanismos de atenção e tempo de reação, alterações
proprioceptivas e degeneração do sistema neuromuscular que, por sua vez, leva ao
comprometimento do desempenho motor expondo-os a situações de quedas,
geralmente com graves consequências (BASSEY, 1997; ABREU, CALDAS, 2008;
COURT-BROWN, CLEMENT, 2009; CHODZKO-ZAJKO et al., 2009; STELMACH;
ZALAZNIK; LOWE, 1990; DOHERTY et al., 1993; METTER et al., 1998; SCAGLIONI
et al., 2002; TANG; WOOLLACOTT, 1998; KERRIGAN et al., 1998). Além disso, o
sedentarismo tem sido apontado como fator não menos importante na aceleração do
processo de degeneração do sistema neuromuscular com o envelhecimento
(BASSEY, 1997; HARRIDGE et al., 1999; CHODZKO-ZAJKO et al., 2009). Nesse
sentido, estudos relatam que após treinamento de equilíbrio com haste vibratória
ocorre uma diminuição do risco de queda em mulheres idosas (HALLAL; MARQUES;
GONÇALVES, 2011).
Dentre as alterações fisiológicas que acompanham o envelhecimento, a
degeneração do sistema neuromuscular tem grande influência no desempenho das
atividades de vida diárias da população idosa (KERRIGAN et al., 1998). A
diminuição da força muscular, flexibilidade, resistência, velocidade de condução de
impulsos nervosos e do equilíbrio, pode acarretar inúmeros fatores responsáveis
pela perda da autonomia e independência dos idosos (BASSEY, 1997; MEULEMAN
et al., 2000; FARIA et al., 2003; HIRANO; FRAGA; MANTOVANI, 2007).
As manifestações de distúrbios no equilíbrio têm importante impacto para os
decorrentes de quedas (COLLEDGE, 1997; BURNFIELD et al., 2000; FARIA et al.,
2003; RIBEIRO; PEREIRA, 2005; SILVA et al., 2006; HIRANO; FRAGA;
MANTOVANI, 2007; PIJNAPPELS et al., 2008a; PIJNAPPELS et al., 2008b; VAN
DIEEN; PIJNAPPELS, 2008). No Brasil, estima-se que cerca de 4.32 milhões de
idosos caem a cada ano e entre estes, 2.175 milhões sofrem com algum tipo de
consequência da queda (ABREU; CALDAS, 2008). Além disso, a Sociedade
Brasileira de Geriatria e Gerontologia aponta que cerca de 30% dos indivíduos com
idade maior ou igual a 65 anos apresentam relato de queda anualmente, havendo
aumento deste percentual para 51% nos indivíduos com mais de 85 anos. Existe
uma relação direta entre o envelhecimento e o aumento de fraturas causadas por
quedas, aproximadamente 86% dos casos (COURT-BROWN; CLEMENT, 2009).
A queda pode ser considerada um evento sentinela, ou seja, sinalizador do
início do declínio da capacidade funcional envolvendo diversas causas, fatores
intrínsecos (fisiológicos e neuromusculares) ou extrínsecos (ambientais), geralmente
de etiologia multifatorial, sobretudo em pessoas muito idosas (COLLEDGE, 1997;
MENEZES; BACHION, 2008; LAROCHE et al, 2010). Este evento (queda) pode ser
definido pela insuficiência súbita do controle postural (desequilíbrio), que leva o
indivíduo a um evento não intencional que tem como resultado a mudança de
posição da corpo para um nível mais baixo, em relação a sua posição inicial (LAMB
et al., 2005; COLLEDGE, 1997). Em outras palavras, a queda pode ser
consequência da incapacidade do reposicionamento ou manutenção do centro
massa sobre a base de suporte após uma perturbação postural (THELEN et al,
1996; ROBINOVITCH et al. 2002).
Nesse sentido, a investigação do comportamento de variáveis biomecânicas
em indivíduos idosos com e sem histórico de quedas se torna importante tanto para
melhor compreender os mecanismos da queda quanto para fornecer subsídios
científicos para a elaboração de estratégias de intervenção com exercício físico que
2 OBJETIVOS
2.1 Objetivo geral
- O objetivo deste estudo é descrever o comportamento de variáveis
biomecânicas em indivíduos idosos com e sem histórico de quedas.
2.2 Objetivos específicos
- Comparar o pico de torque (PT), a atividade eletromiográfica (EMG) no PT e
a potência muscular de flexores e extensores do joelho e de flexores dorsais e
plantares do tornozelo entre mulheres jovens, idosas caidoras e não-caidoras.
- Comparar a taxa de desenvolvimento de torque, a taxa de aumento EMG, o
tempo para atingir o PT e o tempo de reação total e fracionado (tempo pré motor e
tempo motor) de flexores e extensores do joelho e de flexores dorsais e plantares do
tornozelo entre mulheres jovens, idosas caidoras e não-caidoras.
- Comparar a razão de PT, a razão eletromiográfica e o nível de cocontração
muscular antagonista dos flexores/extensores do joelho e flexores dorsais/plantares
3 ARTIGOS
Nesse capítulo serão apresentados os artigos que compõem esta dissertação,
intitulados:
3.1 Força e ativação neuromuscular no joelho e tornozelo de mulheres idosas
caidoras e não caidoras
3.2 Tempo de resposta motora, taxa de aumento EMG e taxa de desenvolvimento
de força em mulheres idosas caidoras e não caidoras
3.3 Análise dinamométrica e eletromiográfica em mulheres idosas caidoras e não
3.1 FORÇA E ATIVAÇÃO NEUROMUSCULAR NO JOELHO E TORNOZELO DE MULHERES IDOSAS CAIDORAS E NÃO CAIDORAS
RESUMO
Introdução: Alterações de força e potência muscular, especialmente nos membros inferiores, estão associadas ao envelhecimento e têm sido apontadas como um dos principais fatores causais das quedas e consequentemente de danos na saúde, qualidade de vida e independência de indivíduos idosos. Nesse sentido a avaliação de músculos envolvidos nas articulações do joelho e tornozelo é importante para melhor compreender a influência do histórico de quedas na função muscular. Objetivo: Comparar o pico de torque (PT), a atividade eletromiográfica no PT e a potência muscular de flexores e extensores do joelho e de flexores dorsais e plantares do tornozelo entre mulheres jovens, idosas caidoras e não-caidoras. Método: Foram avaliados 63 indivíduos, sendo 18 mulheres jovens, 22 idosas classificadas como caidoras e 23 como não caidoras. O torque e a potência foram determinadas em contração voluntária máxima a 90 e 120°/s utilizando um dinamômetro isocinético. Durante as avaliações dinamométricos também foi registrado o sinal eletromiográfico de superfície (EMG) dos músculos reto femoral (RF), vasto lateral (VL), bíceps femoral (BF), gastrocnêmio lateral (GL) e tibial anterior (TA). A escala de equilíbrio de Berg (EEB) e o teste de sentar e levantar (TSL) foram utilizados para caracterizar o desempenho funcional. Resultados: Idosas caidoras apresentaram menor capacidade de produzir potência na articulação do joelho a 90 e 120°/s e do tornozelo a 90°/s do que jovens e idosas não caidoras. Além disso, idosas caidoras apresentaram um maior nível de ativação agonista dos músculos RF e BF durante a extensão e flexão do joelho a 90 e 120°/s em relação a jovens (p < 0,05). Com relação aos testes funcionais EEB e TSL idosas caidoras apresentaram menores e maiores pontuações do que idosas não caidoras, respectivamente (p < 0,05). Conclusão: Idosas caidoras apresentam uma menor capacidade de produzir potência nos movimentos de extensão e flexão do joelho e flexão dorsal do tornozelo em relação a idosas não caidoras. Além disso, o nível ativação muscular agonista de flexores e extensores do joelho de idosas caidoras é superior ao de mulheres jovens, mesmo sem necessariamente produzirem mais força.
INTRODUÇÃO
O envelhecimento fisiológico do ser humano está associado à degeneração
do sistema neuromuscular que, por sua vez, leva ao comprometimento do
desempenho motor de idosos expondo-os a situações de parcial ou total
dependência e principalmente a episódios de queda, geralmente com graves
consequências (BASSEY, 1997; ABREU, CALDAS, 2008; CHODZKO-ZAJKO et al.,
2009; COURT-BROWN, CLEMENT, 2009).
O envelhecimento pode acometer componentes tanto centrais quanto
periféricos do sistema neuromuscular. Alterações nos parâmetros centrais da
contração muscular decorrentes do processo de envelhecimento estão associados
com o declino da força muscular e potência, que por sua vez tem sido mostradas
como determinantes do aumento do risco de quedas em idosos (POUSSON et al.,
2001; RUBENSTEIN, 2006; BENTO et al, 2010; CLARK et al., 2011). Por outro lado,
componentes periféricos do sistema neuromuscular, como as propriedades
contráteis do músculo esquelético também sofrem influência do processo de
envelhecimento, uma vez que se tornam mais lentas devido à perda predominante
de fibras musculares do tipo II em um processo conhecido como sarcopenia
(BASSEY, 1997; VANDERVOORT, 2002; EDSTROM et al., 2007; AAGAARD et al.,
2010). No entanto, sugere-se que as alterações nos componentes centrais do
sistema neuromuscular decorrentes do envelhecimento, refletem uma adaptação
neural, uma vez que altas taxas de disparo não aumentariam a produção de força
pelo músculo (CONNELLY et al., 1999; KLASS; BAUDRY; DUCHATEAU, 2007).
Estudos prévios indicam que indivíduos idosos classificados como caidores
apresentam potência de flexão/extensão do joelho e flexão-plantar/flexão-dorsal do
tornozelo reduzidas quando comparados com idosos não-caidores, e que ambos
apresentam esta diminuição em relação a jovens (BASSEY et al, 1992; PERRY et al,
2007; CASEROTTI et al, 2008). Pousson et al. (2001) por sua vez, ao avaliarem a
articulação do cotovelo em idosos relataram que estes apresentaram menor nível de
ativação neuromuscular do que jovens e ainda, que o nível de ativação
neuromuscular em altas velocidades angulares (240°/s) foi menor do que em
velocidades mais baixas (60°/s) no grupo de idosos quando comparados a jovens.
No entanto, ainda não está bem estabelecido na literatura que tipo e velocidade de
articulações do joelho e tornozelo e com um aumento do risco de quedas em
indivíduos idosos.
Além disso, o sedentarismo tem sido apontado como fator não menos
importante na aceleração do processo de degeneração do sistema neuromuscular
com o envelhecimento (BASSEY, 1997; HARRIDGE et al., 1999; CHODZKO-ZAJKO
et al., 2009). Estudos relatam que idosos sedentários apresentam um declínio mais
acentuado da força e da potência, quando comparados com idosos submetidos a
diversas modalidades de treinamento (KLITGAARD et al.,1990; VANDERVOORT,
2002; KORHONEN et al., 2006; CHODZKO-ZAJKO et al., 2009). Portanto, o objetivo
do presente estudo foi comparar o pico de torque (PT), a atividade eletromiográfica
no PT e a potência muscular de flexores e extensores do joelho e de flexores dorsais
e plantares do tornozelo entre mulheres jovens, idosas caidoras e não caidoras. As
hipóteses deste estudo são que mulheres idosas classificadas como caidoras
apresentarão uma menor capacidade de produzir força e ativação muscular nos
músculos envolvidos nas articulações do joelho e tornozelo do que idosas não
caidoras durante contrações dinâmicas.
MATERIAIS E MÉTODOS
Amostra
Participaram deste estudo 45 mulheres idosas não institucionalizadas e 18
mulheres jovens, todas fisicamente ativas. As características físicas das
participantes estão apresentadas na Tabela 1. As mulheres jovens compuseram o
grupo de jovens (GJ; n = 18), enquanto que as mulheres idosas foram divididas em
dois grupos, grupo de idosas não-caidoras (GINC; n = 23) e grupo de idosas
caidoras (GIC; n = 22), baseado no protocolo utilizado por Callisaya et al. (2011), no
qual era relatado pelas participantes idosas o número de queda nos últimos 12
meses pregressos ao estudo, incluindo as causas da queda, caso tenha ocorrido. As
participantes idosas realizaram os testes funcionais Escala de Equilíbrio de Berg
(BERG et al., 1992) e teste de Sentar e Levantar (ARAÚJO, 1999), respectivamente,
para avaliação do risco de queda e da capacidade de sentar e levantar do chão
utilizando o mínimo de apoio possível. Para a classificação do nível de atividade
Organização Mundial de Saúde, 1998). Foram incluídas no estudo as voluntárias
que não apresentaram dor, fratura, ou lesão grave em tecidos moles nos seis meses
antecedentes ao estudo, e sem comprometimentos cognitivos (Mini-Exame do
Estado Mental – FOLSTEIN; FOLSTEIN; MCHUGH, 1975), cardiovasculares ou
respiratórios. Todas as participantes assinaram o termo de consentimento livre e
esclarecido aprovado pelo Comitê de Ética e Pesquisa local (CEP 69/2009).
Tabela 1. Média e desvio padrão (±) das características físicas das participantes jovens (GJ), idosas não caidoras (GINC) e idosas caidoras (GIC) e das pontuações nos testes funcionais (somente para os grupos de idosas).
GJ (n = 18) GINC (n = 23) GIC (n = 22) p
Idade (anos) 21,79 ± 2,12 66,09 ± 5,96 69,68 ± 6,99 0,070
Massa Corporal (kg) 60,72 ± 7,92 64,72 ± 12,68 66,06 ± 9,81 0,695
Estatura (m) 1,62 ± 0,06 1,55 ± 0,06 1,52 ± 0,05 0,120
IMC (kg.m-²) 23,29 ± 3,23 27,08 ± 4,68 28,66 ± 3,9 0,226
EEB - 54,91 ± 1,51 53,53 ± 3,26 0,012*
TSL - 3,45 ± 1,82 5,38 ± 2,57 0,003*
IMC: Índice de massa corporal; EEB: Escala de equilíbrio de Berg; TSL: Teste de sentar e levantar.
* Diferença significativa entre os grupos de idosas caidoras e não caidoras (p < 0,05)
Avaliação dinamométrica
As avaliações de torque das articulações do joelho e tornozelo foram
realizadas em um dinamômetro isocinético System 4 PRO (Biodex®), o qual foi
sincronizado com o módulo de aquisição de sinais biológicos por meio de uma placa
de sincronização NorBNC versão USB (Noraxon®). Os dados dinamométricos e
eletromiográficos foram registrados pelo software myoresearch com frequência de
amostragem de 2000 Hz (versão 1,07, Noraxon®).
O protocolo de avaliação foi composto de uma série de cinco contrações
isocinéticas máximas para flexão e extensão do joelho no modo de execução
concêntrico/concêntrico nas velocidades de 90 e 120º/s. A amplitude de movimento
foi de 90 a 30° (60°), considerando que 0° corresponde a extensão completa do
joelho. O epicôndilo lateral do fêmur foi alinhado ao eixo de rotação do dinamômetro
e o quadril foi posicionado a 90º de flexão em todos os modos de execução nas
avaliações do joelho (HARTMANN et al, 2009) (Figura 1). Foram realizados os
velocidades de 90 e 120º/s percorrendo uma amplitude de movimento de 20° para
flexão dorsal e 40° para flexão plantar, partindo da posição neutra. Nas avaliações
do tornozelo a borda inferior do maléolo lateral foi alinhada ao eixo de rotação do
dinamômetro e o quadril e o joelho foram posicionados a 70 e 45° de flexão,
respectivamente (HARTMANN et al, 2009) (Figura 2). Foi realizada a correção
gravítica em todas as avaliações dinamométricas.
Figura 1: Posicionamento do voluntário no dinamômetro para a avaliação isocinética de músculos envolvidos na articulação do joelho.
A sequência das avaliações no equipamento foi aleatória e o posicionamento
dos indivíduos no dinamômetro isocinético foi de acordo com as recomendações do
fabricante. Durante as avaliações, o tronco, a pelve e o membro inferior foram
estabilizados por meio de cintas ajustáveis. A avaliação foi realizada no membro
inferior dominante (SADEGHI et al, 2000), e cada série foi realizada após
familiarização de três repetições submáximas e 1 máxima do movimento a ser
durante as avaliações e orientadas a iniciar a contração muscular o mais rápido e
forte possível, imediatamente após identificar o feedback visual (luz).
Figura 2: Posicionamento do voluntário no dinamômetro para a avaliação isocinética de músculos envolvidos na articulação do tornozelo.
Eletromiografia
O eletromiograma de superfície (EMG) foi registrado durante a avaliação
dinamométrica utilizando um módulo de aquisição de sinais biológicos por telemetria
(Telemyo 900, Noraxon®), com ganho total de 2000 vezes (20 vezes no sensor e 100
vezes no equipamento), razão de modo de rejeição comum > 100 dB (60 Hz), ruído
de base < 1 µV root mean square (RMS), impedância diferencial de entrada > 10
MOhm, utilizando um conversor analógico-digital de 16 bit. O EMG foi registrado
com frequência de amostragem de 2000 Hz. Foram utilizados eletrodos de superfície
bipolares Ag/AgCl (Miotec®), com área de captação de 10 mm de diâmetro e
distância intereletrodos (centro a centro) fixa de 20 mm. Previamente a colocação
dos eletrodos, foi realizada a tricotomia e limpeza da pele com álcool, como forma
de evitar possíveis interferências no sinal eletromiográfico (GONÇALVES e
BARBOSA, 2005).
Os eletrodos foram posicionados unilateralmente no membro inferior
femoral (BF), tibial anterior (TA) e gastrocnêmio porção lateral (GL),
longitudinalmente e paralelamente ao sentido das fibras musculares de acordo com
as recomendações do SENIAM (Surface EMG for Non-Invasive Assessment of
Muscles; HERMENS et al., 2002). O eletrodo de referência foi posicionado no
maléolo medial do membro avaliado.
Figura 3: Posicionamento dos eletrodos nos músculos RF, VL, BF, TA e GL.
Análise de dados
Os dados dinamométricos e eletromiográficos foram processados e
analisados por meio de rotinas específicas desenvolvidas em ambiente Matlab,
versão 7,4 (Mathworks®, Inc.).
O sinal de torque foi suavizado utilizando um filtro digital (Butterworth de 4ª
ordem) passa baixa com frequência de corte de 3 Hz (WINTER, 1990). Desta forma
foi obtido o valor do PT (N.m) dentre um total de quatro picos obtidos de contrações
voluntárias isocinéticas máximas (após desconsiderar a primeira contração). Para o
cálculo da potência média (Watts) foi calculada a média do torque realizado durante
as contrações que, em seguida, foi multiplicada pela velocidade angular em radianos
por segundo. As medidas de torque foram normalizadas pela massa corporal para
explicar as diferenças entre os voluntários e refletir mais precisamente o
desempenho funcional muscular de cada indivíduo.
O EMG dos músculos RF, VL, BF, GL e TA foi filtrado por um filtro digital
de 20-500 Hz e em seguida foi retificado por onda inteira e suavizado por filtro digital
(Butterworth de 4ª ordem) passa baixa com frequência de corte de 3 Hz para a
criação do envoltório linear (WINTER, 1990). O EMG referente ao pico de torque foi
obtido em um janelamento de 100 ms (50 ms antes e 50 ms depois do pico de
torque). Os dados EMG foram normalizados pelo pico de ativação de cada músculo
obtido durante uma contração isométrica voluntária máxima realizada anteriormente.
Análise estatística
As análises estatísticas foram realizadas com o “Statistical Package for the
Social Sciences (SPSS)” software, versão 18,0 (SPSS Inc., Chicago, IL, USA). Como
as suposições da análise de variância multivariada (MANOVA) foram violadas e
consequentemente o poder do teste foi seriamente prejudicado, após a verificação
da normalidade (teste de Shapiro-Wilk) e homogeneidade da variância dos dados
(teste de Levene), foram realizadas análises de variância (ANOVA) one-way com
teste post-hoc de Bonferroni ou, quando apropriado, ANOVA de Kruskal-Wallis
seguida de testes de Mann-Whitney com correção de Bonferroni para as
comparações de cada variável dependente entre os grupos. Para todos os
procedimentos, considerou-se a significância de p < 0,05. Os dados estão
apresentados como média e desvio padrão (±).
RESULTADOS
Com relação aos testes funcionais, idosas não-caidoras atingiram maiores
pontuações na escala de equilíbrio de Berg e utilizaram um menor número de apoios
no teste de sentar e levantar do que idosas caidoras (Tabela 1).
De forma geral, as idosas (caidoras e não caidoras) demonstraram uma
declínio de força, em relação as jovens, durante a extensão (p < 0,0005; p < 0,0005)
e flexão (p < 0,0005; p < 0,0005) do joelho e flexão plantar (p < 0,0005; p < 0,0005)
e dorsal do tornozelo (p < 0,0005; p < 0,0005) nas velocidades de 90 e 120°/s,
respectivamente. No entanto, não houve diferenças de força nos movimentos
extensão e flexão do joelho e flexão dorsal e plantar do tonozelo entre idosas
0 50 100 150 200 250 Extensão Flexão JOELHO
GJ GINC GIC
* # * # (a) Pi co de t o rque ( N m .kg -1 ) 0 50 100
150 Flexão plantar
Flexão dorsal
GJ GINC GIC
TORNOZELO * # * # (a) Pi co de t o rque ( N m .kg -1 ) 0 50 100 150 200 250 Extensão Flexão
GJ GINC GIC
* # * # (b) Pi co de t o rque ( N m .kg -1 ) 0 20 40 60 80
100 Flexão plantar
Flexão dorsal
GJ GINC GIC
*# * # (b) Pi co de t o rque ( N m .kg -1 )
Figura 4. Pico de torque de extensão e flexão do joelho e flexão plantar e dorsal do tornozelo das participantes jovens (GJ), idosas caidoras (GIC) e não caidoras (GINC) durante as contrações isocinéticas a (a) 90 e (b) 120°/s. Os dados estão apresentados como média e desvio padrão (±).
#
Diferença significativa em relação ao grupo de idosas não caidoras (p < 0,05) * Diferença significativa em relação ao grupo de idosas caidoras (p < 0,05)
Foram reveladas diferenças significativas na potência muscular de jovens em
relação às idosas (caidoras e não caidoras) nos movimento de extensão (p < 0,0005;
p < 0,0005) e flexão (p < 0,0005; p < 0,0005) do joelho a 90°/s, extensão (p <
0,0005; p < 0,0005) e flexão (p < 0,0005; p < 0,0005) do joelho a 120°/s, flexão
plantar (p = 0,003; p = 0,006) do tornozelo a 90°/s e flexão plantar (p = 0,003; p =
0,021) e dorsal do tornozelo (p = 0,019; p = 0,024) a 120°/s, respectivamente.
Somente idosas caidoras apresentaram uma menor capacidade de gerar potência
de flexão dorsal do tornozelo a 90°/s do que jovens (p < 0,0005). Além disso, idosas
caidoras demonstraram uma menor habilidade para gerar potência do que as idosas
não-caidoras durante a extensão do joelho 90°/s (p = 0,049) e durante a flexão do
flexão de joelho a 90°/s e extensão de joelho a 120°/s foram similares entre idosas
caidoras e não caidoras. O mesmo foi observado para a flexão plantar e dorsal do
tornozelo a 90 e 120°/s (Figura 5).
0 100 200 300 400 Extensão Flexão
GJ GINC GIC
JOELHO * # * # + (a) P o tê n c ia m é d ia (w a tts .k g -1 ) 0 20 40 60 80 100 Flexão plantar Flexão dorsal
GJ GINC GIC
TORNOZELO * * # (a) P o tê n c ia m é d ia (w a tts .k g -1 ) 0 100 200 300 400 500 Extensão Flexão
GJ GINC GIC
* # * # + (b) P o tê n c ia m é d ia (w a tts .k g -1 ) 0 50 100
150 Flexão plantar
Flexão dorsal
GJ GINC GIC
* # *# (b) P o tê n c ia m é d ia (w a tts .k g -1 )
Figura 5. Potência média dos extensores e flexores do joelho e flexores plantares e dorsais do tornozelo das participantes jovens (GJ), idosas caidoras (GIC) e não caidoras (GINC) durante as contrações isocinéticas a (a) 90 e (b) 120°/s. Os dados estão apresentados como média e desvio padrão (±). #
Diferença significativa em relação ao grupo de idosas caidoras (p < 0,05) * Diferença significativa em relação ao grupo de idosas não caidoras (p < 0,05) +
Diferença significativa em relação ao grupo de idosas caidoras (p < 0,05)
Somente as idosas caidoras apresentaram maior nível de ativação do
músculo RF do que jovens durante o movimento de extensão do joelho a 90 (p <
0,0005) e 120°/s (p < 0,0005) e ambos os grupos de idosas (caidoras e não
caidoras) apresentaram um nível de ativação do músculo BF superior aos de jovens
0,012; p = 0,024), respectivamente. No entanto não foram encontradas diferenças
significativas entre idosas caidoras e não caidoras (Figura 6).
0 50 100 150 200 Reto femoral Vasto lateral Bíceps femoral JOELHO
GJ GINC GIC
* # * (a) A ti vação agoni st a ( % do pi co EM G ) 0 50 100 150 TORNOZELO Tibial anterior Gastrocnêmio lateral
GJ GINC GIC
# (a) A ti vação agoni st a ( % do pi co EM G ) 0 50 100 150 200 Reto femoral Vasto lateral Bíceps femoral
GJ GINC GIC
* *# (b) A ti vação agoni st a ( % do pi co EM G ) 0 50 100 150 Tibial anterior Gastrocnêmio lateral
GJ GINC GIC
* # (b) A ti vação agoni st a ( % do pi co EM G )
Figura 6. Ativação eletromiográfica de músculos envolvidos nas articulações do joelho e tornozelo das participantes jovens (GJ), idosas caidoras (GIC) e não caidoras (GINC) durante as contrações isocinéticas a (a) 90 e (b) 120°/s. Os dados estão apresentados como média e desvio padrão (±). #
Diferença significativa em relação ao grupo de idosas não caidoras (p < 0,05) * Diferença significativa em relação ao grupo de idosas caidoras (p < 0,05)
Foi observado também que durante a flexão dorsal do tornozelo a 90°/s
apenas o nível de ativação do músculo TA de idosas não caidoras foi superior ao de
jovens (p = 0,02). Por outro lado, o nível de ativação do músculo TA durante a flexão
dorsal do tornozelo a 120°/s foi maior em idosas caidoras (p = 0,003) e não caidoras
durante a flexão plantar do tornozelo não diferiu entre os grupos (GJ, GINC e GIC)
em nenhuma das velocidades analisadas (Figura 6).
DISCUSSÃO
Os principais achados do estudo foram que idosas caidoras têm menor
capacidade de produzir potência muscular na articulação do joelho do que idosas
não caidoras, somente idosas caidoras apresentaram potência de flexão dorsal do
tornozelo inferior a de jovens e uma maior ativação agonista do músculo reto
femoral.
De forma geral, as idosas demonstraram uma capacidade neuromuscular
inferior às jovens no que diz respeito a força e potência muscular nas articulações do
joelho e tornozelo. Quanto a capacidade de produzir torque entre idosas caidoras e
não caidoras não foram encontradas diferenças. Estas diminuições na força e
potência muscular relacionadas ao envelhecimento estão associadas com o declínio
da massa muscular, ou seja, uma redução no número e tamanho das fibras
musculares, especialmente fibras de contração rápida (AAGAARD et al., 2010). Este
comprometimento parece se desenvolver mais rapidamente nos membros inferiores
do que nos superiores (LYNCH et al., 1999; IKEZOE et al, 2011), justificando em
parte a maior propensão a queda em indivíduos idosos, visto que o
reposicionamento ou a manutenção do centro de massa sobre a base de suporte
após um tropeço é dependente da capacidade de produção de torque de maneira
rápida nas articulações do joelho, quadril e, principalmente, do tornozelo (THELEN
et al., 1996). Uma das limitações deste estudo está em não ter sido avaliada a
articulação do quadril cuja importância na recuperação de um desequilíbrio postural
esteja documentada (THELEN et al., 2000).
Particularmente nos movimentos de extensão de joelho a 90°/s e flexão de
joelho a 120°/s, a potência produzida pelas idosas caidoras foi inferior a idosas
não-caidoras. A capacidade de produzir força rapidamente (potência) pode ser preditiva
de quedas, uma vez que para retomar o equilíbrio postural após um desequilíbrio
inesperado são necessários movimentos explosivos, principalmente de músculos
dos membros inferiores (PERRY et al, 2007). Nesse sentido, estudos indicam que a
potência muscular explosiva é mais preditiva do risco de quedas do que a força por
Por outro lado, para que os músculos realizem contração de forma rápida e
eficiente é necessário uma ativação neural adequada, já que mediante uma
perturbação inesperada do equilíbrio, o sistema nervoso requer uma integração
sensório-motora suficientemente rápida, para isso os receptores musculares agem
como sistema de primeiro alerta para o desencadeamento de ajustes posturais
(90-110 ms) seguido pela visão e sistema vestibular, que desencadeiam compensações
mais lentas (185-250 ms) (NASHNER, 1976, 1982; NASHNER, 1978). Como
observado no presente estudo, idosas caidoras demonstraram uma maior ativação
agonista dos músculos reto femoral, vasto lateral e tibial anterior do que as jovens,
entretanto não atingiram valores de torque e potência de extensão do joelho e flexão
dorsal de tornozelo similares ou superiores aos de jovens. Este fato sugere que além
das diferenças na taxa de disparo dos neurônios motores entre idosos e jovens, é
visto também que as propriedades contráteis do músculo esquelético (componentes
periféricos) se tornam mais lentas devido à perda predominante de fibras
musculares de contração rápida (fibra tipo II) com o envelhecimento (AAGAARD et
al., 2010; CONNELLY et al., 1999; KLASS; BAUDRY; DUCHATEAU, 2007).
Quando se trata das capacidades funcionais e do risco de quedas em idosos,
é necessária uma abordagem específica para a função de músculos dos membros
inferiores, principalmente, os envolvidos nas articulações de joelho e tornozelo, uma
vez que a produção de força e potência nestas articulações tem papel fundamental
no controle postural e é necessária, por exemplo, em atividades de vida diária como
subir e descer escadas, sentar e levantar de uma cadeira e durante a marcha
(CAVANAGH; MULFINGER; OWENS, 1997; LARSEN; SORENSEN et al, 2008;
HOLSGAARD-LARSEN et al, 2011).
Diferentes estratégias podem ser utilizadas para manutenção do equilíbrio
(HORAK, 1987; McLLROY; MAKI; 1996). Dentre elas, a estratégia do tornozelo é a
mais usada e envolve alteração do centro de massa por meio da oscilação do corpo
sobre a articulação tibiotársica, com o mínimo de movimento nas articulações do
quadril e joelho (RUNGE et al, 1999). No entanto, perturbações maiores ou prejuízos
no sistema proprioceptivo podem forçar estratégias adicionais como, por exemplo,
movimentos do joelho e dos membros superiores (KARLSSON; LANSHAMMAR,
1997). Em contrapartida, os dados do presente estudo indicam que a capacidade de
risco de quedas aumentado em mulheres idosas em relação a articulação do
tornozelo.
Estudos anteriores encontraram que idosos caidores têm uma menor na
capacidade de produzir torque isocineticamente na articulação do tornozelo do que
idosos não-caidores (THELEN et al., 1996; WHIPPLE et al., 1987; WOLFSON et al.,
1995). As diferenças entre estes achados prévios e os do presente estudo podem ter
ocorrido devido a idade mais avançada dos participantes utilizados nesses estudos.
CONCLUSÃO
Idosas caidoras apresentam uma menor capacidade de produzir potência nos
movimentos de extensão e flexão do joelho e flexão dorsal do tornozelo em relação
a idosas não caidoras. Além disso, o nível ativação muscular agonista de flexores e
extensores do joelho de idosas caidoras é superior ao de mulheres jovens, mesmo
REFERÊNCIAS
AAGAARD, P; SUETTA, C; CASEROTTI, P; MAGNUSSON, S. P; KJAER, M; Role of the nervous system in sarcopenia and muscle atrophy with aging: strength training as a countermeasure. Scand J MedSci Sports, v. 20, n. 1, p. 49-64, 2010.
ABREU, S.S.E.; CALDAS, C.P. Velocidade de marcha, equilíbrio e idade: um estudo correlacional entre idosas praticantes e idosas não praticantes de um programa de exercícios terapêuticos. Rev. bras. fisioter., São Carlos, v. 12, n. 4, Aug. 2008 .
ARAÚJO, C. G. S. Teste de sentar-levantar: apresentação de um procedimento
BASSEY, E. J. Physical capabilities, exercise and aging. Reviews in Clinical Gerontology, Cambridge, v. 7, n.4, p. 289-297, 1997.
BASSEY, E. J., M. A. FIATARONE, E. F. O’NEILL, M. KELLY, W. J. EVANS AND L.
A. LIPSITZ .Leg extensor power and functional performance in very old men and women. Clinical Science. v.82, p. 321-327, 1992.
BENTO, P. C.; PEREIRA, G.; UGRINOWITSCH, C.; RODACKI, A. L. Peak torque and rate of torque development in elderly with and without fall history. Clinical Biomechanics, Oxford, v. 25,n.5, p. 450–454, 2010.
BERG, K. O.; WOOD-DAUPHINEE, S. L.; WILLIAMS, J. T.; MAKI, B. Measuring Balance in the elderly: validation of an instrument. Can J Public Health, v. 83, p. 7-11, 1992.
CASEROTTI, P; AAGAARD, P.; LARSEN, J. B.; PUGGAARD, L. Explosive heavy-resistance training in old and very old adults: changes in rapid muscle force, strength and power. Scandinavian Journal of Medicine and Science in Sports,Copenhagen v. 18, n.6, p. 773–782, dezembro.2008
CAVANAGH, P. R; MULFINGER, L. M; OWENS, D. A. How do the elderly negotiate stairs? Muscle& Nerve, Virginia, v.20, n.5, p. 52–55, dezembro. 1997.
CLARK ,D.J; PATTEN, C; REID, K.F; CARABELLO,R.J; PHILLIPS, E.M; FIELDING, R.A. Muscle performance and physical function are associated with voluntary rate of neuromuscular activation in older adults. J Gerontol A Biol Sci Med Sci. v.66, p.115-21.Jan, 2011
CONNELLY, D.M; RICE, C.L; ROOS, M.R; VANDERVOORT, A.A.Motor unit firing rate and contractile properties in tibialis anterior of young and old men. J Appl Physiol v.87, p.843–852, 1999.
COURT-BROWN, C.M.; CLEMENT, N. Four score years and ten. An analysis of the epidemiology of fractures in the very elderly.International journal of the care of the injured, Bristol, v. 40, n.10, p. 1111-1114, outubro.2009.
EDSTRÖM, E., ALTUN, M., BERGMAN, E., JOHNSON, H., KULLBERG, S., RAMÍREZ-LEÓN, V., ULFHAKE, B. Factors contributing to neuromuscular impairment and sarcopenia during aging.PhysiolBehav, v. 92, n. 1-2, p. 129-135, 2007.
FOLSTEIN, M. F.; FOLSTEIN, S. E.; MCHUGH, P. R. "Mini-Mental State": a practical method for grading the cognitive state of patients for the clinician. J Psychiatr Res, v. 12, p. 189-198, 1975.
GONÇALVES, M.; BARBOSA, F. Análise de parâmetros de força e resistência dos músculos eretores da espinha lombar durante a realização de exercício isométrico em diferentes níveis de esforço. Revista Brasileira de Medicina do Esporte, São Paulo, v. 11, n. 2, p. 102-114, março-abril.2005.
HARRIDGE, S.D; BOTTINELLI, R; CANEPARI, M; PELLEGRINO, M.A; REGGIANI, C; ESBJORNSSON, M; SALTIN, B. Whole-muscle and single-fibre contractile properties and myosin heavy chain isoforms in humans. Pflugers Archiv, v. 432, p. 913–920, 1996.
HARTMANN, A.; KNOLS, R.; MURER, K.; DEBRUIN, E. D. Reproducibility of an isokinetic strength-testing protocol of the knee and ankle in older adults. Gerontology, Basel, v. 55, n.3, p. 259-268, novembro. 2009
HORAK, F.B. Clinical measurement of postural control In adults. Physical Therapy. v.67, n.12, p. 1881-1885, dezembro.1987.
IKEZOE, T; MORI; N, NAKAMURA; M, ICHIHASHI, N. Atrophy of the lower limbs in elderly women: is it related to walking ability? Eur J Appl Physiol, v. 111, n. 6, p. 989-995, 2011
KARLSSON, A; LANSHAMMAR, H. Analysis of postural sway strategies using an inverted pendulum model and force plate data. Gait Posture. Oxford,v. 5, p. 198-203,junho. 1997
KLASS, M; BAUDRY, S; DUCHATEAU, J. Voluntary activation during maximal contraction with advancing age: a brief review. Eur J Appl Physiol. v.100 n.5, p.543-51. Jul, 2007
KLITGAARD,H; MANTONI, M; SCHIAFFINO, S; AUSONI, S; GORZA, L; LAURENT-WINTER, C; SCHNOHR, P; SALTIN, B. Function, morphology and protein expression of ageing skeletal muscle: a cross-sectional study of elderly men with different training backgrounds. Acta Physiol Scand, v. 140, n. 1, p. 41-54, 1990.
KONRAD, P. The ABC of EMG: A pratical introduciton to Kinesiological Eletromyography, 2005. Disponível em : http://www.noraxon.com/emg/emg.php3
KORHONEN, M.T; CRISTEA, A; ALÉN, M; HÄKKINEN, K; SIPILÄ, S; MERO, A; VIITASALO, J.T; LARSSON, L; SUOMINEN, H. Aging, muscle fiber type, and contractile function in sprint-trained athletes. J Appl Physiol. v. 101, n.3, p.906-1, set. 2006.
LARSEN, A.H; SORENSEN, H; PUGGAARD, L; AAGAARD, P Biomechanical determinants of maximal stair climbing capacity in healthy elderly women. Scandinavian Journal of Medicine and Science in Sports. Copenhagen ,v. 19, n.5, p. 678-686, outubro. 2008.
LYNCH, N.A; METTER, E.J; LINDLE, R.S; FOZARD,J.L; TOBIN, J.D; ROY, T.A; FLEG, J.L; HURLEY, B.F Muscle quality. I. Age-associated differences between arm and leg muscle groups. J Appl Physiol 86, 188-194, 1999
NASHNER, L.M. Adapting reflexes controlling the human posture. Experimental Brain research.Amsterdam, v. 26, p. 59-72, 1976.
NASHNER, L.M; BERTHOZ, A. Visual contribution to rapid motor responses during postural control.Brain Research.Amsterdam, v.150, n.2, p. 403-407, julho. 1978 para avaliação em Medicina do Exercício e do Esporte. Revista Brasileira de Medicina do Esporte, v. 5, n. 5, p. 179-182, 1999
PERRY, M. C.; CARVILLE, S. F.; SMITH, I.C.H.; RUTHERFORD, O.M.; NEWHAM, D.J. Strength, power output and symmetry of leg muscles: effect of age and history of falling. European Journal of Applied Physiology, v.100, n. 5, p. 553–561, 2007.
POUSSON, M.; LEPERS, R; VAN HOECKE, J. Changes in Isokinetic torque and muscular activity of elbow flexors muscles with age. Experimental gerontology,Tarrytown v.36, n.10, p.1687-1698, novembro. 2001.
RUBENSTEIN, L. Z. Falls in older people: epidemiology, risk factors and strategies for prevention. Age & Ageing, v. 35, n. 2, p. 37–41, 2006.
RUNGE, C.F; SHUPERT, C.L; HORAK, F.B; ZAJAC, F.E. Ankle and hip postural strategies defined by joint torques. Gait and Posture.Oxford, v.10, n.2, p.161–170, outubro.1999.
SADEGHI , H; ALLARD, P; PRINCE, F; LABELLE, H. Symmetric and limb in able-bodied gait: a review. Gait Posture. Oxford, v. 12, n.1, p. 34-45, setembro. 2000.
SKELTON, D. A; GREIG, C. A; DAVIES, J. M; YOUNG, A. Strength, power and related functional ability of healthy people aged 65-89 years. Age Ageing, v.23, p. 371-7, 1994.
THELEN, D.G; SCHULTZ, A.B; ALEXANDER, N.B; ASHTON-MILLER, J.A; Effects of age on rapid ankle torque development. J Gerontol A Biol Sci Med Sci, v. 51, n 5, p. 226-232, 1996.
THELEN, D.G; SCHULTZ, A.B; ALEXANDER, N.B; ASHTON-MILLER, J.A; Effects of age on rapid ankle torque development. J Gerontol Biol Sci Med Sci, v. 51 p. 226–232, 1996.
VANDERVOORT, A. A., Aging of the human neuromuscular system. Muscle Nerve, New York, v. 25, n.1,p. 17–25,janeiro. 2002.
WHIPPLE, R. H.; WOLFSON, L. I.; AMERMAN, P. M. The relationship of knee and ankle weakness to falls in nursing home residents: an isokinetic study. Journal of the American Geriatrics Society - Journal Information, v. 35, n. 1, p. 13–20, 1987
WINTER, A. D. Biomechanics and motor control of human movement. Second Edition. Waterloo: A Wiley-Interscience Publication, 1990.
3.2 TEMPO DE RESPOSTA MOTORA, TAXA DE AUMENTO EMG E TAXA DE DESENVOLVIMENTO DE FORÇA EM MULHERES IDOSAS CAIDORAS E NÃO CAIDORAS
RESUMO
Introdução: As quedas são uma das maiores preocupações entre os idosos. Uma resposta neuromuscular adequada frente a uma perturbação do equilíbrio postural é importante para evitar a queda. No entanto, com o envelhecimento ocorrem algumas alterações neuromusculares que, por sua vez estão relacionadas com a lentificação do sistema neuromuscular em responder a um estímulo e ao aumento do risco de quedas na população idosa. Nesse sentido, a análise do comportamento de variáveis biomecânicas relacionadas com a resposta motora rápida e a força muscular explosiva se tornam importantes para o entendimento dos mecanismos de queda em indivíduos idosos. Objetivo: Comparar a taxa de desenvolvimento de torque (TDF), a taxa de aumento eletromiográfico (TAEMG), o tempo para atingir o pico de torque (PT) e o tempo de reação total e fracionado (tempo pré motor e tempo motor) de flexores e extensores do joelho e de flexores dorsais e plantares do tornozelo entre mulheres jovens, idosas caidoras e não-caidoras Método: Foram avaliados 61 indivíduos, sendo 18 mulheres jovens, 21 idosas classificadas como caidoras e 21 como não caidoras. As medidas de PT, TDF, TAEMG e os tempos de reação (total, pré motor e motor) foram determinadas em contração isométrica voluntária máxima (articulações do joelho e tornozelo) em resposta a um estímulo visual. Durante as avaliações dinamométricas também foi registrado o eletromiograma de superfície (EMG) dos músculos reto femoral (RF), vasto lateral (VL), bíceps femoral (BF), gastrocnêmio lateral (GL) e tibial anterior (TA). A escala de equilíbrio de Berg (EEB) e o teste de sentar e levantar (TSL) foram utilizados para caracterizar o desempenho funcional das participantes idosas. Resultados: Idosas, independentemente do histórico de quedas, apresentaram maior tempo motor (tempo do onset EMG até o onset de torque) para os músculos RF, VL, BF, GL e TA, maior tempo para atingir o PT (flexão dorsal do tornozelo), declínio do PT isométrico e reduzida TDF nas articulações do joelho e tornozelo em relação as jovens (p < 0,05). Além disso, idosas caidoras apresentaram menores valores de PT na articulação do joelho e reduzida TAEMG apenas no músculo GL em relação as idosas não caidoras (p < 0,05). Conclusão: Idosas caidoras apresentam um declínio de força nos extensores e flexores do joelho em relação as idosas não caidoras. Além disso, foi evidenciado que o envelhecimento leva ao aumento do tempo gasto para atingir o PT na flexão dorsal do tornozelo, a diminuição da capacidade para produzir torque máximo e para desenvolver torque rapidamente na articulação do joelho, e a uma resposta motora (tempo motor) lentificada durante a flexão e extensão do joelho e tornozelo.
INTRODUÇÃO
O envelhecimento humano está associado a uma série de alterações
fisiológicas e biomecânicas, tais como: comprometimento da visão, da audição, da
atenção, da velocidade dos impulsos nervosos, do tempo de reação, dos
mecanismos proprioceptivos, do sistema neuromuscular e, consequentemente, do
equilíbrio postural (STELMACH; ZALAZNIK; LOWE, 1990; DOHERTY et al., 1993;
METTER et al., 1998; SCAGLIONI et al., 2002; TANG; WOOLLACOTT, 1998;
KERRIGAN et al., 1998). Particularmente, dentre essas alterações, a perda
progressiva em tamanho e número de fibras musculares é apontado como um dos
principais fatores que comprometem o desempenho mecânico muscular e contribui
com a perda das capacidades funcionais dos idosos, aumentando a predisposição
destes indivíduos às quedas (VANDERVOORT, 2002; EDSTROM et al., 2007;
AAGAARD et al., 2010). No Brasil, estima-se que cerca de 4.32 milhões de idosos
caem a cada ano e entre estes, 2.175 milhões sofrem com algum tipo de
conseqüência da queda (ABREU, CALDAS, 2008). Court-Brown e Clement (2009)
sugerem uma relação direta entre o envelhecimento e o aumento de fraturas
causadas por quedas, cerca de 86,4% dos casos.
Está bem documentado na literatura que o envelhecimento promove a perda
progressiva da capacidade de produzir força muscular, com uma perda substancial
iniciando aproximadamente nos 50 anos de idade, e a taxa deste declínio é cerca de
15% por década (HUGHES et al., 2001; GROUNDS, 2002; LANZA et al., 2003;
SAMUEL, ROWE, 2009; AAGAARD et al., 2010). Porém, os episódios de queda
parecem estar mais relacionados com a habilidade de responder a um desequilíbrio
postural e desenvolver força rapidamente do que a força máxima por si (SKELTON
et al, 1994), uma vez que um atraso na resposta motora pode aumentar a demanda
neuromuscular necessária para a retomada do equilíbrio (i.e. reposicionamento do
centro de massa sobre a base de suporte) (THELEN et al, 1996; ROBINOVITCH et
al. 2002). Nesse sentido, a taxa de desenvolvimento de força (TDF) é
frequentemente investigada por seu alto impacto em vários movimentos humanos
(i.e. equilíbrio postural) (PIJNAPPELS et al. 2005; THELEN et al. 1996).
A capacidade de desenvolver força rapidamente (i.e. TDF) sofre a influência
de diversos fatores, entre eles as propriedades musculares que abrangem o
distribuição das fibras musculares, a expressão de isoforma de cadeia pesada de
miosina, a força muscular máxima e o nível de complacência das estruturas
relacionadas com a transmissão da força (HAKKINEN; ALEN; KOMI, 1985;
HARRIDGE et al., 1996; AAGAARD; ANDERSEN, 1998; JENSEN; EBBEN, 2007;
AAGAARD, THORSTENSSON, 2003; BOJSEN-MOLLER et al., 2005; MIRKOV et
al., 2004; AAGAARD et al., 2002), fatores estes que podem ser acometidos pelo
envelhecimento. Além disso, a TDF também pode ser influenciada por componentes
neurais como o drive neural, a dupla descarga e a taxa de disparo das unidades
motoras (VAN CUTSEM et al., 1998; PATTEN et al., 2001; AAGAARD et al., 2002).
Estudos anteriores demonstraram que a reduzida TDF em indivíduos idosos
tem correlação positiva com o declínio do controle postural (IZQUIERDO et al.,
1999), assim como a reduzida taxa de aumento do sinal eletromiográfico (TAEMG),
equivalente neural da TDF, tem sido associada com baixa capacidade de retomada
do equilíbrio após tropeço (PIJNAPPELS, BOBBERT, VAN DIEEN, 2005). Além
disso, alguns fatores temporais da ativação muscular (i.e. tempo de resposta motora
a um estímulo visual) também têm sido associados com o risco de queda em idosos
(LaROCHE et al., 2007; LaROCHE et al., 2010). Nesse sentido, investigação do
comportamento de variáveis biomecânicas entre idosas com e sem histórico de
quedas se torna importante para o um melhor entendimento dos mecanismos da
queda em indivíduos idosos. Portanto, o objetivo do presente estudo foi comparar a
TDF, a TAEMG, o tempo para atingir o pico de torque e o tempo de reação total e
fracionado (tempo pré motor e tempo motor) de flexores e extensores do joelho e de
flexores dorsais e plantares do tornozelo entre mulheres jovens, idosas caidoras e
não caidoras. As hipóteses deste estudo são que mulheres idosas classificadas
como caidoras apresentarão uma menor capacidade de produzir força máxima e
força rapidamente, lentificação do recrutamento muscular e atraso no tempo para
atingir a força máxima e no tempo de reação frente a um estímulo visual nos
músculos envolvidos nas articulações do joelho e tornozelo em relação a idosas não
MATERIAIS E MÉTODOS
Amostra
Participaram deste estudo 43 mulheres idosas não institucionalizadas e 18
mulheres jovens, todas fisicamente ativas. As características físicas das
participantes estão apresentadas na Tabela 1. As mulheres jovens compuseram o
grupo de jovens (GJ; n = 18), enquanto que as mulheres idosas foram divididas em
dois grupos, grupo de idosas não-caidoras (GINC; n = 22) e grupo de idosas
caidoras (GIC; n = 21), baseado no protocolo utilizado por Callisaya et al. (2011), no
qual era relatado pelas participantes idosas o número de queda nos últimos 12
meses pregressos ao estudo, incluindo as causas da queda, caso tenha ocorrido. As
participantes idosas realizaram os testes funcionais Escala de Equilíbrio de Berg
(BERG et al., 1992) e teste de Sentar e Levantar (ARAÚJO, 1999), respectivamente,
para avaliação do risco de queda e da capacidade de sentar e levantar do chão
utilizando o mínimo de apoio possível. Para a classificação do nível de atividade
física foi utilizado o Questionário Internacional de Atividade Física (IPAQ,
Organização Mundial de Saúde, 1998). Foram incluídas no estudo as voluntárias
que não apresentaram dor, fratura, ou lesão grave em tecidos moles nos seis meses
antecedentes ao estudo, e sem comprometimentos cognitivos (Mini-Exame do
Estado Mental – FOLSTEIN; FOLSTEIN; MCHUGH, 1975), cardiovasculares ou
respiratórios. Todas as participantes assinaram o termo de consentimento livre e
esclarecido aprovado pelo Comitê de Ética e Pesquisa local (CEP 69/2009).
Tabela 1. Média e desvio padrão (±) das características físicas das participantes jovens (GJ), idosas não caidoras (GINC) e idosas caidoras (GIC) e das pontuações nos testes funcionais (somente para os grupos de idosas).
GJ (n = 18) GINC (n = 22) GIC (n = 21) p
Idade (anos) 21,79 ± 2,12 66,14 ± 6,1 69,62 ± 7,16 0,06
Massa Corporal (kg) 60,72 ± 7,92 65,04 ± 12,89 65,91 ± 10,03 0,512
Estatura (m) 1,62 ± 0,06 1,55 ± 0,06 1,52 ± 0,05 0,119
IMC (kg.m-²) 23,29 ± 3,23 27,13 ± 4,78 28,53 ± 3,95 0,301
EEB - 54,91 ± 1,51 53,50 ± 2,31 0,014*
TSL - 3,63 ± 1,68 5,34 ± 2,65 0,006*
IMC: Índice de massa corporal; EEB: Escala de equilíbrio de Berg; TSL: Teste de sentar e levantar.
Avaliação dinamométrica
As avaliações de torque das articulações do joelho e tornozelo foram
realizadas em um dinamômetro isocinético System 4 PRO (Biodex®), o qual foi
sincronizado com o módulo de aquisição de sinais biológicos por meio de uma placa
de sincronização NorBNC versão USB (Noraxon®). Os dados dinamométricos e
eletromiográficos foram registrados pelo software myoresearch com frequência de
amostragem de 2000 Hz (versão 1,07, Noraxon®).
Figura 1: Posicionamento do voluntário no dinamômetro para a avaliação isométrica de músculos envolvidos na articulação do joelho.
O protocolo de avaliação foi composto de uma série de três contrações
voluntárias isométricas máximas de flexão e extensão do joelho posicionado a 60°
de flexão (0° extensão completa do joelho) com duração de 5 segundos cada
contração e intervalo de 30 s entre elas. O epicôndilo lateral do fêmur foi alinhado ao
eixo de rotação do dinamômetro e o quadril foi posicionado a 90º de flexão
para a flexão plantar e flexão dorsal do tornozelo, posicionado na posição neutra.
Nas avaliações do tornozelo a borda inferior do maléolo lateral foi alinhada ao eixo
de rotação do dinamômetro e o quadril e o joelho foram posicionados a 70 e 45° de
flexão, respectivamente (HARTMANN et al, 2009) (Figura 2). Foi realizada a
correção gravítica em todas as avaliações dinamométricas.
A sequência das avaliações no equipamento foi aleatória e o posicionamento
dos indivíduos no dinamômetro foi de acordo com as recomendações do fabricante.
Durante as avaliações, o tronco, a pelve e o membro inferior foram estabilizados por
meio de cintas ajustáveis. A avaliação foi realizada no membro inferior dominante
(SADEGHI et al, 2000), e cada série foi realizada após familiarização de três
repetições submáximas e 1 máxima da contração a ser realizada (HARTMANN et al,
2009). Todas voluntárias foram fortemente encorajadas durante as avaliações e
instruídas a realizar a contração muscular o mais rápido e forte possível
imediatamente após identificar o feedback visual (luz).
Figura 2: Posicionamento do voluntário no dinamômetro para a avaliação isométrica de músculos envolvidos na articulação do tornozelo.
Eletromiografia
O eletromiograma de superfície (EMG) foi registrado durante a avaliação
dinamométrica utilizando um módulo de aquisição de sinais biológicos por telemetria
(Telemyo 900, Noraxon®), com ganho total de 2000 vezes (20 vezes no sensor e 100
de base < 1 µV root mean square (RMS), impedância diferencial de entrada > 10
MOhm, utilizando um conversor analógico-digital de 16 bit. O EMG foi registrado
com frequência de amostragem de 2000 Hz. Foram utilizados eletrodos de superfície
bipolares Ag/AgCl (Miotec®), com área de captação de 10 mm de diâmetro e
distância intereletrodos (centro a centro) fixa de 20 mm. Previamente a colocação
dos eletrodos, foi realizada a tricotomia e limpeza da pele com álcool, como forma
de evitar possíveis interferências no sinal eletromiográfico (GONÇALVES;
BARBOSA, 2005).
Os eletrodos foram posicionados unilateralmente no membro inferior
dominante, sobre o ventre dos músculos reto femoral (RF), vasto lateral (VL), bíceps
femoral (BF), tibial anterior (TA) e gastrocnêmio porção lateral (GL),
longitudinalmente e paralelamente ao sentido das fibras musculares de acordo com
as recomendações do SENIAM (Surface EMG for Non-Invasive Assessment of
Muscles, HERMENS et al., 2002) (Figura 3). O eletrodo de referência foi posicionado
no maléolo medial do membro avaliado.
Figura 3: Posicionamento dos eletrodos nos músculos RF, VL, BF, TA e GL.
Análise dos dados
Os dados dinamométricos e eletromiográficos foram processados e
analisados por meio de rotinas específicas desenvolvidas em ambiente Matlab,
O EMG dos músculos RF, VL, BF, GL e TA foi filtrado por um filtro digital
(butterworth de 2ª ordem para passa alta e 4ª ordem para passa baixa) passa banda
de 20-500 Hz e em seguida foi retificado por onda inteira e suavizado por filtro digital
(Butterworth de 4ª ordem) passa baixa com frequência de corte de 3 Hz para a
criação do envoltório linear (WINTER, 1990).
O sinal de torque foi suavizado utilizando um filtro digital (Butterworth de 4ª
ordem) passa baixa com frequência de corte de 3 Hz (WINTER, 1990). Desta forma
foi obtido o valor do pico de torque (N.m) dentre um total de três picos obtidos de
contrações isométricas voluntárias máximas. Em seguida foi realizado o cálculo da
TDF (N.m.s-1) nos intervalos de 50, 100, 150 e 200 ms do onset do torque (primeiro
valor igual ou maior que 5% do pico de torque atual) (KONRAD, 2005) de acordo
com a seguinte equação:
Neste equação a TDF representa a taxa de desenvolvimento de força, Torquen=100
representa o valor de torque da 100ª amostra e Torquen=1 representa o valor de
torque da 1ª amostra, portanto, a inclinação da curva torque-tempo foi calculada da
amostra 1 até a amostra 100, seguida pelas amostras 2-101, 3-102, etc. (LaROCHE
et al, 2010). Todas as medidas de torque foram normalizadas pela massa corporal
para explicar as diferenças entre os voluntários e refletir mais precisamente o
desempenho funcional muscular de cada indivíduo.
Além disso, foi calculada a TAEMG (µ.s-1) dos músculos RF, VL, BF, TA e GL
enquanto atuavam como agonistas, nos intervalos de 50, 100 e 150 ms do onset
EMG (primeiro valor igual ou maior que 5% do pico EMG atual) (KONRAD, 2005) de
acordo com a seguinte equação:
Nesta equação a TAEMG representa a taxa de aumento do sinal EMG, EMGn=100
